JP2023129298A - 計算機式断層写真法システムのための適応型データ取得 - Google Patents

Abstract

【課題】回転側の回転部材及び静止側の静止部材を含むガントリと、データ通信システムとを備えた計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムが提供される。【解決手段】回転側の回転部材は、Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源と、検出器データを生成するように構成されたＸ線検出器と、検出器データを記憶するように構成されたデータ記憶ユニットと、記憶された検出器データの少なくとも部分を処理して処理済みデータセットを生成するように構成された処理回路とを含んでいる。静止側の静止部材は、回転側の回転部材に連絡するように結合されており、データ通信システムは、処理済みデータセットを回転側の回転部材から静止側の静止部材へ転送するように構成されている。【選択図】図９

Description

提案される技術は、Ｘ線技術及びＸ線撮像、並びに対応する較正タスク、撮像再構成タスク、及び撮像タスクに関する。具体的には、提案される技術は、改善されたデータ・ハンドリングについての計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム、及びかかるＣＴイメージング・システムを動作させる方法に関する。

計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムと組み合わせた放射線撮像は、医学的診断及び治療のような医学的応用に多年にわたり利用されている。

通常、ＣＴＸ線イメージング・システム又は単にＣＴイメージング・システムは、Ｘ線源と、Ｘ線強度の独立した測定のための１又は多数の検出器素子を含む多数の検出器から成るＸ線検出器アレイとを含んでいる。Ｘ線源はＸ線を放出し、これらのＸ線は被撮像者又は被撮像体を通過した後に検出器アレイによって受光される。Ｘ線源及び検出器アレイは典型的には、ガントリの回転部材に搭載されて被撮像者又は被撮像体を中心として回転するように構成されている。放出されたＸ線は被撮像者又は被撮像体を通過するにつれて被撮像者又は被撮像体によって減弱され、結果として得られる透過後のＸ線が検出器によって測定される。次いで、測定されたデータを用いて被撮像者又は被撮像体の画像を再構成することができる。

図１（Ａ）に関連して、従来技術による説明のための一般的なＸ線イメージング・システムを簡単に概観すると有用であろう。この説明例では、Ｘ線イメージング・システム１は、Ｘ線源１０、Ｘ線検出器システム２０、及び付設された画像処理システム又は装置３０を含んでいる。一般的には、Ｘ線検出器システム２０は、Ｘ線源１０からの放射線であって、選択随意要素のＸ線光学系又はコリメータによって選択随意で集束されて、被撮像体、被撮像者、又はこれらの部分を通過した放射線を記録するように構成されている。Ｘ線検出器システム２０は適当なアナログ読み出し電子回路を介して画像処理システム３０に接続可能であり、このアナログ読み出し電子回路は、当該Ｘ線検出器システム２０に少なくとも部分的に一体化されて、画像処理システム３０による画像処理及び／又は画像再構成を可能にする。

例として述べると、従来のＣＴＸ線イメージング・システム又は単にＣＴイメージング・システムは、被撮像者又は被撮像体の投影画像が少なくとも１８０度にわたる異なる視角において取得され得るような方法で構成されたＸ線源及びＸ線検出器を含んでいる。このことは最も一般的には、線源及び検出器を、被撮像者又は被撮像体を中心として回転することが可能な支持体、例えばガントリの回転部材に搭載することにより達成される。異なる検出器素子において異なる視角について記録される投影を含む画像をサイノグラムと呼ぶ。以下では、異なる検出器素子において異なる視角について記録される投影の集合をサイノグラムと呼び、検出器が二次元であってサイノグラムを三次元画像とする場合であってもこのように呼ぶものとする。

図１（Ｂ）は、従来技術によるＸ線イメージング・システム設定の一例を示す模式図であって、Ｘ線源から物体を通過してＸ線検出器に達する投影線を示している。

Ｘ線撮像のさらなる発展形態が、スペクトルＸ線撮像としても知られるエネルギ分解型Ｘ線撮像であり、この撮像では、Ｘ線透過が幾つかの異なるエネルギ・レベルについて測定される。この撮像は、線源を二つの異なる放出スペクトルの間で高速に切り換えるか、異なるＸ線スペクトルを放出する２以上のＸ線源を用いるか、又は２以上のエネルギ・レベルにある入射放射線を測定するエネルギ弁別型検出器を用いるかの何れかにより達成され得る。かかる検出器の一例が多重ビン光子計数検出器であり、この検出器においては各々の記録された光子が電流パルスを発生し、このパルスを一組の閾値と比較することにより所定数のエネルギ・ビンの各々に入る光子の数を数える。

スペクトルＸ線投影測定は結果として、各々のエネルギ・レベル毎に投影画像を生ずる。これらの投影画像の重み付き和を求めて、指定された撮像タスク向けにコントラスト・ノイズ比（ＣＮＲ）を最適化することができる。このことについてはTapiovaara and Wagner, "SNR and DQE analysis of broad spectrum X-ray imaging," Phys. Med. Biol. 30, 519に記載されている。

エネルギ分解型Ｘ線撮像によって可能になるもう一つの手法は基底物質分解である。この手法は、人体組織のように小さい原子番号の元素から構成される全ての物質は、エネルギ依存性を有する線減弱係数を有し、このエネルギ依存性はよい近似として二つの（又は二つよりも多い）基底関数の線形結合として表現され得るという事実を利用する。すなわち、
μ（Ｅ）＝ａ_１ｆ_１（Ｅ）＋ａ_２ｆ_２（Ｅ）
であり、式中、ｆ_１及びｆ_２は基底関数であり、ａ_１及びａ_２は対応する基底係数である。さらに一般的には、ｆ_ｉは基底関数であり、ａ_ｉは対応する基底係数であって、ｉ＝１，...，Ｎであり、Ｎは基底関数の総数である。撮像に用いられるエネルギ範囲にｋ吸収端が存在するのに十分なだけ大きい原子番号の１又は複数の元素が被撮像容積に存在する場合には、各々のかかる元素毎に一つの基底関数を加算しなければならない。医用撮像の分野では、かかるｋ吸収端の元素は典型的にはヨウ素又はガドリニウムである場合があり、すなわち造影剤として用いられる物質である。

基底物質分解は、Alvarez and Macovski, "Energy-selective reconstructions in X-ray computerised tomography," Phys. Med. Biol. 21, 733に記載されている。基底物質分解では、基底係数の各々のｉ＝１，...，Ｎ（Ｎは基底関数の数である）についての積分
が、線源から検出器素子までの各々の投影射線ｌ（エル）における測定データから推測される。一具現化形態では、このことは、先ず各々のエネルギ・ビンにおける予測される記録個数をＡ_ｉの関数として表現することにより達成される。

ここで、λ_ｉはエネルギ・ビンｉの予測個数であり、Ｅはエネルギであり、Ｓ_ｉは応答関数であって、被撮像体に入射するスペクトル形状、検出器の量子効率、及びエネルギＥのＸ線に対するエネルギ・ビンｉの感度に依存する。「エネルギ・ビン」との用語は光子計数検出器で最も広く用いられているが、この式はまた、多層検出器又はｋＶｐ切換型線源のような他のエネルギ分解型Ｘ線システムも記述することができる。

次いで、最尤法を用いて、各々のビンにおける個数はポアソン分布に従う確率変数であるとの仮定の下にＡ_ｉを推定することができる。このことは、負の対数尤度関数を最小化することにより達成される。Roessl and Proksa, K-edge imaging in x-ray computed tomography using multi-bin photon counting detectors, Phys. Med. Biol. 52 (2007), 4679-4696を参照されたい。
式中、ｍ_ｉはエネルギ・ビンｉでの測定個数であり、Ｍ_ｂはエネルギ・ビンの数である。

各々の投影線毎に結果として得られる推定基底係数線積分
が画像マトリクスとして構成されるときに、この結果は各々の基底ｉについての物質特定的投影画像となり、この投影画像を基底画像とも呼ぶ。この基底画像は、直接観察されることもできる（例えば投影Ｘ線撮像において）し、物体の内部の基底係数ａ_ｉのマップを形成するために再構成アルゴリズムへの入力として採用されてもよい（例えばＣＴ撮像において）。何れにせよ、基底分解の結果は、基底係数線積分又は基底係数自体のような１又は複数の基底画像表現と見做され得る。

ガントリの回転部材のような回転部を有するＣＴイメージング・システムは典型的には、データ・スリップ・リングを通して回転部から静止したコンピュータへ全取得データを送り、データは後に、被撮像者又は被撮像体の画像を再構成するために、静止したコンピュータにおいて処理される。

ＣＴＸ線撮像分野での発展によって、ガントリ回転速度の高速化及び検出器の空間分解能の向上が可能になっている。このため、データを十分にハンドリングするための必要条件も増している。

生成データ量が増大するにつれて、増大したデータ・フローをハンドリングするように設計されていない従来のＣＴイメージング・システムに掛かる負荷が増している。故に、大量のデータをハンドリングすることができずスリップ・リングを通して十分高速にデータを転送することができないことがシステムの制限となっており、例えばＣＴイメージング・システムの利用を制限するボトルネック効果を生じている。

従って、ＣＴイメージング・システムのデータ・ハンドリングに関する改善が広く求められている。

米国特許第８１８３５３５号明細書 米国特許第７１１４８５０号明細書

目的は、当技術分野での上述の欠陥及び短所の１若しくは複数を単独で又は任意の組み合わせで軽減し又は解消し、また少なくとも以上に述べた問題を解決することである。

具体的な目的は、改善された計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムを提供することである。

また、一つの目的は、ＣＴイメージング・システムを動作させる方法を提供することである。

これらの及び他の目的は、特許請求の範囲によって画定される本発明の１又は複数の各実施形態によって満たされる。

第一の観点によれば、回転側の回転部材及び静止側の静止部材を含むガントリを備えたＣＴイメージング・システムが提供される。回転側の回転部材は、Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源と、検出器データを生成するように構成されたＸ線検出器と、検出器データを記憶するように構成されたデータ記憶ユニットと、記憶された検出器データの少なくとも部分を処理して処理済みデータセットを生成するように構成された処理回路とを含んでいる。静止側の静止部材は、回転側の回転部材に連絡するように結合されている。ＣＴイメージング・システムはさらに、処理済みデータセットを回転側の回転部材から静止側の静止部材へ転送するように構成されたデータ通信システムを含んでいる。

第二の観点によれば、ＣＴイメージング・システムを動作させる方法が提供される。ＣＴイメージング・システムは、Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源、Ｘ線検出器、データ記憶ユニット、及び処理回路を含む回転側と、データ通信システムを介して回転側に連絡するように結合された静止側とを含んでいる。この方法は、Ｘ線検出器を介して検出器データを生成するステップと、検出器データをデータ記憶ユニットに記憶するステップとを含んでいる。方法はさらに、処理済みデータセットを生成するように、記憶された検出器データを処理回路において処理するステップを含んでいる。方法はさらに、処理済みデータセットを回転側から静止側へデータ通信システムを介して転送するステップを含んでいる。

故に、本発明の第一及び第二の観点は、ＣＴイメージング・システムによって行なわれるデータ処理及び／又はデータ転送の改善されたハンドリングを提供するという共通の一般的発明的概念を共有している。すなわち、ＣＴイメージング・システムの回転側でデータを記憶し、静止側で処理済みデータセットを生成するために、記憶されたデータの少なくとも部分を回転側で処理して、処理済みデータセットを静止側へ転送する又は送信することにより、ＣＴイメージング・システムの静止側において走査結果又は少なくとも関連データをさらに高速でさらに効率よくさらに汎用的な態様で得ることができる。

本発明は、回転側から静止側へ転送されるデータの量を選択的に適応化し得るような適応型手順を提供する。さらに、回転側及び静止側においてそれぞれどのデータを処理すべきかを選択的に且つ／又は適応型で選択することができる。

詳細な説明を読めば他の利点も認められよう。

本開示のさらなる適用範囲は、以降に掲げる詳細な説明から明らかとなろう。但し、開示の範囲内にある様々な変形及び改変は当業者にはこの詳細な説明から明らかとなろうから、詳細な説明及び具体例は、開示の好適実施形態を指示するが説明のためのみに掲げられていることを理解されたい。

故に、本開示は所載の装置の特定の構成部分又は所載の方法のステップに限定されないことを理解されたい。というのは、かかる装置及び方法は様々であり得るからである。また、本書で用いられる術語は具体的な実施形態を説明する目的のみのものであり、限定するものではない。明細書及び特許請求の範囲で用いられる場合には、単数不定冠詞、定冠詞、「該」及び「前記」等の用語は、文脈で明らかに他のように指示されていない限り当該要素の１又は複数が存在することを意味するものとする。このように、例えば「（一つの）ユニット」又は「前記ユニット」に対する参照は幾つかの装置を含むことができ、他も同様である。さらに、「備える（comprising）」「含む（including）」「含有する（containing）」及び同様の語法は、他の要素又はステップを排除するものではない。

全体的なＸ線イメージング・システムの一例を示す模式図である。 全体的なＸ線イメージング・システムの一例を示す模式図である。 ＣＴイメージング・システムのようなＸ線イメージング・システムのもう一つの例を示す模式図である。 Ｘ線イメージング・システムの説明例としてのＣＴイメージング・システムのブロック模式図である。 ＣＴイメージング・システムのようなＸ線イメージング・システムの関連部分のもう一つの例を示す模式図である。 従来技術による光子計数回路及び／又は装置の模式図である。 実施形態の一例による半導体検出器小モジュールの一例を示す模式図である。 実施形態のもう一つの例による半導体検出器小モジュールの一例を示す模式図である。 実施形態のさらにもう一つの例による半導体検出器小モジュールの一例を示す模式図である。 各々の検出器小モジュールが深さ分割式検出器小モジュールであり、ＡＳＩＣ又は対応する回路が、入射するＸ線の方向から見て検出器素子の下方に配置されているような一組のタイル型検出器小モジュールの一例を示す模式図である。 典型的な実施形態に従ってＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す図である。 典型的な実施形態に従ってＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す図である。 典型的な実施形態に従ってＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す図である。 典型的な実施形態に従ってＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す図である。 一実施形態によるＣＴイメージング・システムを動作させる方法の一例を示す模式図である。 一実施形態によるＣＴイメージング・システムを動作させる方法の一例を示す模式図である。 一実施形態によるＣＴイメージング・システムを動作させる方法の一例を示す模式図である。

さらに十分な理解のために、本発明の概念によるデータの処理及び転送を実装し得るような全体的なＸ線イメージング・システムの非限定的例の導入的記述を続けるのが有用であろう。

図２は、ＣＴイメージング・システム１の一例を示す模式図であって、ＣＴイメージング・システム１は、Ｘ線を放出するＸ線源１０と、物体を通過した後のＸ線を検出するＸ線検出器を備えたＸ線検出器システム２０と、Ｘ線検出器からの生の電気信号を処理してディジタル化するアナログ処理回路２５と、測定データに補正を加える、測定データを一時的に記憶する、又はフィルタ処理を行なう等のようなさらなる処理演算を測定データに対して行ない得るディジタル処理回路４０と、処理されたデータを記憶し、またさらなる後処理及び／又は画像再構成を実行し得るコンピュータ５０とを含んでいる。実施形態の一例によれば、アナログ処理回路２５の全て又は部分がＸ線検出器システム２０に実装されていてもよい。Ｘ線源及びＸ線検出器は、ＣＴイメージング・システム１のガントリ１５の回転部材に結合され得る。

全体的なＸ線検出器をＸ線検出器システム２０と見做すこともできるし、或いはＸ線検出器システム２０が、付設されたアナログ処理回路２５と組み合わされていてもよい。

撮像処理システム３０が、アナログ処理回路２５と連絡すると共に該回路２５に電気的に結合されており、システム３０は、ディジタル処理回路４０及び／又はコンピュータ５０を含んでいてよく、コンピュータ５０は、Ｘ線検出器からの画像データに基づいて画像再構成を行なうように構成され得る。このように、画像処理システム３０は、コンピュータ５０と見做されてもよいし、或いはディジタル処理回路４０とコンピュータ５０との結合システムと見做されてもよいし、或いはディジタル処理回路がさらに画像処理及び／又は画像再構成にも特化されている場合には可能性としてディジタル処理回路４０自体と見做されてもよい。

一般に用いられているＸ線イメージング・システムの一例がＣＴイメージング・システムであり、このシステムは、Ｘ線のファン・ビーム又はコーン・ビームを発生するＸ線源又はＸ線管と、患者又は物体を透過したＸ線の部分を測定する対向するＸ線検出器のアレイとを含み得る。Ｘ線源又はＸ線管及び検出器アレイは、被撮像体を中心として回転するガントリに装着されている。

図３は、ＣＴイメージング・システム１をＸ線イメージング・システムの説明例として模式的に示す。ＣＴイメージング・システムはコンピュータ５０を含んでおり、コンピュータ５０は、表示器６２と、例えばキーボード、マウス、ジョイスティック、タッチ・スクリーン又は他の入力装置のような何らかの形態の操作者インタフェイスとを有し得る操作コンソール６０を介して操作者から命令及び走査パラメータを受け取る。次いで、操作者が供給した命令及びパラメータはコンピュータ５０によって用いられて、Ｘ線制御器４１、ガントリ制御器４２、及びテーブル制御器４３に制御信号を与える。具体的には、Ｘ線制御器４１は電力及びタイミング信号をＸ線源１０に与え、テーブル１２に位置した物体又は患者へのＸ線の放出を制御する。ガントリ制御器４２は、Ｘ線源１０及びＸ線検出器２０を含むガントリ１１の回転速度及び位置を制御する。例として述べると、Ｘ線検出器は光子計数Ｘ線検出器であってよい。テーブル制御器４３は、患者テーブル１２の位置及び患者の走査範囲を制御して決定する。また、Ｘ線検出器２０を制御し且つ／又はＸ線検出器２０からデータを受け取るために構成された検出器制御器４４も存在している。

一実施形態では、コンピュータ５０はまた、Ｘ線検出器から出力される画像データの後処理及び画像再構成を実行する。これにより、コンピュータは図１及び図２に示すような画像処理システム３０に対応する。付設された表示器６２は、再構成された画像及びコンピュータ５０からの他データを操作者が観察することを可能にする。

ガントリ１１に配置されたＸ線源１０はＸ線を放出する。光子計数Ｘ線検出器の形態にあってもよいＸ線検出器２０が、物体又は患者を通過した後のＸ線を検出する。Ｘ線検出器２０は例えば、センサ又は検出器素子とも呼ばれる複数のピクセルと、検出器モジュールに配置された特定応用向け集積回路（ＡＳＩＣ）のような付設された処理回路とによって形成され得る。アナログ処理部の部分はピクセルに実装され得るが、残りのあらゆる処理部は、例えばＡＳＩＣに実装される。一実施形態では、処理回路（ＡＳＩＣ）はピクセルからのアナログ信号をディジタル化する。処理回路（ＡＳＩＣ）はまた、測定データに補正を加える、測定データを一時的に記憶する、及び／又はフィルタ処理を行なう等のようなさらなる処理演算を測定データに対して行ない得るディジタル処理部を含み得る。Ｘ線投影データを取得する走査中に、ガントリ及びガントリに装着された構成要素はアイソセンタ１３を中心として回転する。

最新のＸ線検出器は通常、入射したＸ線を電子へ変換する必要があり、このことは典型的には、光電効果又はコンプトン相互作用を通じて生じ、結果として生ずる電子は通常、エネルギが失われるまで二次の可視光を生成し、そしてこの光が感光物質によって検出される。また、半導体に基づく検出器も存在しており、この場合にはＸ線によって生成される電子が電子正孔対として電荷を生成し、これらの対が、印加された電場を通じて収集される。

また、多数のＸ線からの積算信号を与えるという意味でエネルギ積算モードで動作する検出器も存在する。出力される信号は、検出されるＸ線によって蓄積された合計エネルギに比例する。

光子計数能力及びエネルギ分解能力を備えたＸ線検出器が、医用Ｘ線応用にとって一般的になりつつある。光子計数検出器は、原則として各々のＸ線のエネルギを測定することができ、物体の組成についての付加的な情報を与えるので有利である。この情報を用いて、画質を高め、且つ／又は放射線量を減少させることができる。

一般的には、光子計数Ｘ線検出器は、検出器物質での光子相互作用によって発生される電気パルスの波高を一組の比較器電圧と比較することにより、光子のエネルギを決定する。これらの比較器電圧をエネルギ閾値とも呼ぶ。一般的には、比較器のアナログ電圧は、ディジタル－アナログ（ディジタルからアナログへの）変換器（ＤＡＣ）によって設定される。ＤＡＣは、制御器によって送られるディジタル設定を、光子パルスの波高を比較し得るアナログ電圧へ変換する。

光子計数検出器は、測定時間中に検出器において相互作用した光子の数をカウントする。１個の新たな光子は一般的には、電気パルスの波高が少なくとも一つの比較器の比較器電圧を超えることにより識別される。光子が識別されたら、この事象はチャンネルに付設されたディジタル・カウンタをインクリメントすることにより記憶される。

幾つかの異なる閾値を用いると、所謂エネルギ弁別光子計数検出器が得られ、この検出器では、検出された光子は様々な閾値に対応するエネルギ・ビンに分類され得る。この形式の光子計数検出器を多重ビン（multi-bin）検出器と呼ぶ場合もある。一般的には、エネルギ情報は新たな種類の画像を作成することを可能にし、この画像では新たな情報が利用可能となって、従来の技術に固有の画像アーティファクトを除去することができる。換言すると、エネルギ弁別光子計数検出器については、パルス波高は比較器において所定数のプログラム可能な閾値（Ｔ_１からＴ_Ｎ）と比較され、パルス波高に応じて分類され、延いてはエネルギに比例する。換言すると、１よりも多い比較器を含む光子計数検出器をここでは多重ビン光子計数検出器と呼ぶ。多重ビン光子計数検出器の場合には、光子の個数は、典型的には各々のエネルギ閾値毎に一つずつの一組のカウンタに記憶される。例えば、カウンタは、光子パルスが超えた最も高いエネルギ閾値に対応するように割り当てられ得る。もう一つの例では、カウンタは、光子パルスが各々のエネルギ閾値に交差した回数を記録する。

一例として、エッジ・オン（垂直配向）は光子計数検出器の特殊な非限定的設計であり、ここではＸ線検出器素子又はピクセルのようなＸ線センサが、入射したＸ線に対してエッジ・オン配向となっている。

例えば、かかる光子計数検出器は、少なくとも二つの方向にピクセルを有することができ、エッジ・オン光子計数検出器の方向の一つはＸ線の方向の成分を有する。かかるエッジ・オン光子計数検出器を深さ分割式（depth-segmented）光子計数検出器とも呼び、入射するＸ線の方向に２以上の深さ区分のピクセルを有する。

代替的には、ピクセルは、入射するＸ線の方向に実質的に直交する方向にアレイ（非深さ分割式）として配列されることもでき、ピクセルの各々が、入射するＸ線に対してエッジ・オンに配向され得る。換言すると、この光子計数検出器は、入射するＸ線に対して依然エッジ・オンに配列されつつ、非深さ分割式であると言える。

エッジ・オン光子計数検出器を垂直配向に配列することにより吸収効率を高めることができ、この場合には吸収深さは任意の長さに選択されることができ、エッジ・オン光子計数検出器は依然として、極めて高い電圧に至ることなく完全空乏化し得る。

直接型半導体検出器を通じてＸ線光子を検出する従来の機構は基本的には、次の通りに動作する。検出器物質におけるＸ線相互作用のエネルギは、半導体検出器の内部で電子正孔対へ変換され、ここで電子正孔対の数は一般に光子エネルギに比例する。電子及び正孔は検出器電極へ向かって後方に（又は反対に）移動する。この移動中に、電子及び正孔は電極に電流を誘導し、この電流を測定することができる。

図４に示すように、信号はＸ線検出器の検出器素子２１から並列処理回路（例えばＡＳＩＣ）２５の入力まで参照番号２６の経路で流れる。特定応用向け集積回路（ＡＳＩＣ）との用語は、特定の応用に用いられかかる応用のために構成された任意の一般的な回路であると広く解釈されるべきであることを理解されたい。ＡＳＩＣは、各々のＸ線から発生される電荷を処理してディジタル・データへ変換し、このデータを用いて、光子数のような測定データ及び／又は推定エネルギを得ることができる。ＡＳＩＣはディジタル・データ処理回路への接続向けに構成されているので、ディジタル・データはさらなるディジタル・データ処理４０及び／又は１又は複数のメモリ回路若しくはメモリ構成要素４５へ送られることができ、最終的にデータは画像処理３０／５０のための入力となって再構成画像を形成する。

一つのＸ線事象からの電子及び正孔の数はＸ線光子のエネルギに比例するので、一つの誘導電流パルスにおける合計電荷がこのエネルギに比例する。ＡＳＩＣでのフィルタ処理段の後に、パルス振幅が電流パルスの合計電荷に比例し、従ってＸ線エネルギに比例する。次いで、パルス振幅は、値を１又は複数の比較器（ＣＯＭＰ）での１又は幾つかの閾値（ＴＨＲ）と比較することにより測定されることができ、パルスが閾値よりも大きくなった場合の数を記録することのできるカウンタが導入される。このようにして、それぞれの閾値（ＴＨＲ）に対応するエネルギを超えるエネルギを有し何らかの時間枠内で検出されたＸ線光子の数を数える及び／又は記録することが可能である。

ＡＳＩＣは典型的には、クロック周期毎に１回ずつアナログ光子パルスを標本化し、比較器の出力を記録する。比較器（閾値）は、アナログ信号が比較器電圧を上回ったか下回ったかに応じて１又は０を出力する。各々の標本において利用可能な情報は、例えば各々の比較器についての１又は０であり、比較器がトリガを受けた（光子パルスが閾値よりも高かった）か否かを表現したものである。

光子計数検出器においては、典型的には、新たな光子が記録されたか否かを決定してカウンタに光子を記録する光子計数論理が存在する。多重ビン光子計数検出器の場合には、典型的には、例えば各々の比較器に一つずつとして幾つかのカウンタが存在し、光子数は光子エネルギの推定値に従ってカウンタに記録される。この論理は、幾つかの異なる方法で実装され得る。光子計数論理の最も一般的な範疇の二つが、所謂非麻痺型計数モード及び麻痺型計数モードである。他の光子計数論理としては例えば極大値検出があり、この論理は、電圧パルスにおいて検出された極大値を数え、また可能性として極大値のパルス波高を記録する。

光子計数検出器の多くの利点があり、限定しないが、高い空間分解能、電子ノイズに対する低い感度、良好なエネルギ分解、及び物質分離能力（スペクトル撮像能力）等がある。しかしながら、エネルギ積算検出器は、高計数率を許容するという長所を有する。この計数率の許容は、光子の合計エネルギが測定されるので、１個の付加的な光子を加えると、検出器によって現在記録されている光子の量を問わず、出力信号は必ず増大する（妥当な限度内で）という事実／認識に由来する。この長所は、エネルギ積算検出器が今日医用ＣＴに標準的である主な理由の一つである。

図５は、従来技術による光子計数回路及び／又は装置の概略図を示す。

光子が半導体物質において相互作用すると、電子正孔対の雲が生成される。検出器物質に電場を印加することにより、電荷担体が、検出器物質に取り付けられた電極によって収集される。信号は検出器素子から並列処理回路、例えばＡＳＩＣの入力まで流れる。特定応用向け集積回路（ＡＳＩＣ）との用語は、特定の応用に用いられかかる応用のために構成された任意の一般的な回路であると広く解釈されるべきであることを理解されたい。ＡＳＩＣは、各々のＸ線から発生される電荷を処理してディジタル・データへ変換し、このデータを用いて、光子数のような測定データ及び／又は推定エネルギを得ることができる。一例では、ＡＳＩＣは、光子によって検出器物質に蓄積されたエネルギの量に比例した最大波高を有する電圧パルスが発生されるように、電荷を処理することができる。

ＡＳＩＣは一組の比較器３０２を含むことができ、各々の比較器３０２が、電圧パルスの大きさを参照電圧と比較する。比較器出力は典型的には、二つの比較される電圧のうちより大きいのは何れであるかに応じて０又は１（０／１）となる。ここでは、電圧パルスが参照電圧よりも高い場合に比較器出力は１となり、参照電圧が電圧パルスよりも高い場合に０となるものと仮定する。ディジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）３０１を用いて、利用者又は制御プログラムによって供給され得るディジタル設定を、比較器３０２によって用いられ得る参照電圧へ変換することができる。電圧パルスの波高が特定の比較器の参照電圧を超える場合には、この比較器は「トリガを受けた（triggered）」と称する。各々の比較器には一般的にはディジタル・カウンタ３０３が付設されており、ディジタル・カウンタ３０３は、光子計数論理に従って比較器出力に基づいてインクリメントされる。

前述のように、各々の投影線毎に結果として得られる推定基底係数線積分
が画像マトリクスとして構成されるときに、この結果は各々の基底ｉについての物質特定的投影画像となり、この投影画像を基底画像とも呼ぶ。この基底画像は、直接観察されることもできる（例えば投影Ｘ線撮像において）し、物体の内部の基底係数ａ_ｉのマップを形成するために再構成アルゴリズムへの入力として採用されてもよい（例えばＣＴにおいて）。何れにせよ、基底分解の結果は、基底係数線積分又は基底係数自体のような１又は複数の基底画像表現と見做され得る。

本書に記載される機構及び構成は、多様な方法で実装され、組み合わされ、また再編成され得ることが認められよう。

例えば、各実施形態は、ハードウェア、若しくは少なくとも部分的には適当な処理回路による実行のためのソフトウェア、又はこれらの組み合わせに実装され得る。

本書に記載されるステップ、関数、手続き、及び／又はブロックは、汎用電子回路及び特定応用向け回路の両方を含めた個別回路技術又は集積回路技術のような任意の従来の技術を用いたハードウェアに実装され得る。

代替的には又は補足として、本書に記載されているステップ、関数、手続き、及び／又はブロックの少なくとも幾つかは、１又は複数のプロセッサ又は処理ユニットのような適当な処理回路による実行のためのコンピュータ・プログラムのようなソフトウェアに実装され得る。

以下の記載では、特定の検出器モジュール具現化形態の非限定的な例について議論する。さらに具体的には、これらの例は、エッジ・オン配向型検出器モジュール及び深さ分割式検出器モジュールを参照する。他の形式の検出器及び検出器モジュールも実行可能である。

図６は、実施形態の一例による半導体検出器小モジュールの一例を示す模式図である。同図は、半導体センサ２１が検出器素子又はピクセル２２に分割されている半導体検出器小モジュールの一例であって、各々の検出器素子（又はピクセル）は、電荷収集電極を主要構成要素として有するダイオードに基づくのが通例である。Ｘ線は半導体センサのエッジを通して入射する。

図７は、実施形態のもう一つの例による半導体検出器小モジュールの一例を示す模式図である。この例では、半導体センサ２１は、複数の所謂深さ区画又は検出器素子２２として深さ方向にも分割されており、この場合にもＸ線はエッジを通して入射するものと想定する。

通常、検出器素子は、検出器の個別のＸ線感受性小素子である。一般的には、光子相互作用は検出器素子において生じ、このようにして発生された電荷が検出器素子の対応する電極によって収集される。

各々の検出器素子は典型的には、入射Ｘ線束を一連のフレームとして測定する。一つのフレームは、フレーム時間と呼ばれる所定の時間区間での測定データである。

検出器の位相学的形態に依存して、特に検出器がフラット・パネル型の検出器であるときには検出器素子がピクセルに対応し得る。深さ分割式検出器は、所定数の検出器ストリップを有し、各々のストリップが所定数の深さ区画を有すると見做され得る。かかる深さ分割式検出器の場合には、特に深さ区画の各々に自身の個別の電荷収集電極が付設されている場合には、各々の深さ区画を個別の検出器素子と見做すことができる。

深さ分割式検出器の検出器ストリップは通例は、普通のフラット・パネル型検出器のピクセルに対応し、従ってピクセル・ストリップとも呼ばれる。しかしながら、深さ分割式検出器を三次元ピクセル・アレイと見做すことも可能であり、この場合には、各々のピクセル（ボクセルとも呼ぶ）が個々の深さ区画／検出器素子に対応する。

半導体センサは、当該半導体センサが電気的配線のための基材として、また好ましくは所謂フリップ・チップ手法を通じて取り付けられる所定数のＡＳＩＣのための基材として用いられるという意味で、所謂マルチ・チップ・モジュール（ＭＣＭ）として実装され得る。配線は、各々のピクセル又は検出器素子からＡＳＩＣ入力までの信号のための接続、及びＡＳＩＣから外部のメモリ及び／又はディジタル・データ処理までの接続を含む。ＡＳＩＣへの電力は、これらの接続における大電流のために必要とされる断面増を考慮に入れた同様の配線を通じて提供され得るが、電力は別個の接続を通じて提供されてもよい。ＡＳＩＣは作用性センサの側に配置されることができ、すなわち、吸収カバーを最上部に配置すればＡＳＩＣを入射Ｘ線から保護することができ、また吸収体をやはりこの方向に配置することにより側面からの散乱Ｘ線からも保護することができることを意味する。

図８（Ａ）は、米国特許第８，１８３，５３５号（特許文献１）の実施形態と同様のＭＣＭとして具現化された半導体検出器小モジュールを示す模式図である。この例では、如何にして半導体センサ２１もまたＭＣＭにおいて基材の作用を有し得るかが示されている。信号は、信号経路２３によって検出器素子又はピクセル２２から作用性センサ域に隣接して配置された並列処理回路２４（例えばＡＳＩＣ）の入力まで流れる。特定応用向け集積回路（ＡＳＩＣ）との用語は、特定の応用に用いられかかる応用のために構成された任意の一般的な回路であると広く解釈されるべきであることを理解されたい。ＡＳＩＣは、各々のＸ線から発生される電荷を処理してディジタル・データへ変換し、このデータを用いて、光子を検出し且つ／又は光子のエネルギを推定することができる。ＡＳＩＣは、小さいタスクのために自身のディジタル処理回路及びメモリを有し得る。また、ＡＳＩＣはＭＣＭの外部に位置するディジタル処理回路、及び／又はメモリ回路若しくは構成要素への接続のために構成され、最終的にデータは画像を再構成するための入力として用いられる。

しかしながら、深さ区分の採用はまた、シリコン系光子計数検出器に二つの顕著な問題を招く。第一に、関連する検出器区分から供給されるデータを処理するためには、多数のＡＳＩＣチャネルを用いなければならない。ピクセル寸法が小さくなり且つ深さ分割型であることからチャネルの数が増大することに加え、多重エネルギ・ビンのためデータ量がさらに増大する。第二に、所与のＸ線入力個数を分配するピクセル、区分、及びエネルギ・ビンが小さくなるため、各々のビンの信号が遥かに小さくなり、このため統計学的不確実性を最小にするために検出器較正／補正が要求する較正データが何桁分も多くなる。

当然、データ量が何桁分も大きくなると、計算資源、ハード・ディスク、メモリ及び中央処理ユニット（ＣＰＵ）／グラフィックス処理ユニット（ＧＰＵ）を大型化する必要性に加えて、データ・ハンドリング及び前処理の両方が低速化する。データ量が例えば１０メガバイトではなく１０ギガバイトになると、データ・ハンドリング時間すなわち読み書きに１０００倍の長さの時間が掛かり得る。パイルアップ（Radiation Detection and Measurement, Glenn F. Knoll, 3rd edition, John Wiley & Sons Inc, pp. 632-pp. 642）較正ベクトル生成のためには、パイルアップ較正データはスピッツ（spit、異常放電）補正について前処理されている必要がある。物質分解ベクトル生成のためには、物質分解データはスピッツ補正及びパイルアップ補正の両方について前処理されている必要がある。患者走査データについては、画像再構成が開始する前にスピッツ、パイルアップ、及び物質分解についてデータが前処理されている必要がある。これらの処理は「前処理」を説明するための単純化された例である。というのは実際の前処理ステップは、必要に応じて、標準正規化及び空気較正のような幾つかの他の較正ステップを含み得るからである。「処理」との用語は、各々の較正ベクトル生成又は患者走査における最終ステップのみを指す場合もあるが、場合によって互換的に用いられる。

図８（Ｂ）は、一組のタイル型検出器小モジュールの一例を示す模式図であって、各々の検出器小モジュールが深さ分割式検出器小モジュールであり、ＡＳＩＣ又は対応する回路２４が、入射するＸ線の方向から見て検出器素子２２の下方に配置されており、検出器素子同士の間の空間に検出器素子２２からＡＳＩＣ２３までの通過経路が見込んである。

本発明は、データ処理及び／又はデータ転送に関してデータ・ハンドリング能力を改善したシステム設計に関する。

第一の観点によれば、回転側の回転部材及び静止側の静止部材を含むガントリを備えたＣＴイメージング・システムが提供される。回転側の回転部材は、Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源と、検出器データを生成するように構成されたＸ線検出器と、検出器データを記憶するように構成されたデータ記憶ユニットと、記憶された検出器データの少なくとも部分を処理して処理済みデータセットを生成するように構成された処理回路とを含んでいる。静止側の静止部材は、回転側の回転部材に連絡するように結合されている。ＣＴイメージング・システムはさらに、処理済みデータセットを回転側の回転部材から静止側の静止部材へ転送するように構成されたデータ通信システムを含んでいる。

例として述べると、回転部材は、例えば被撮像者／被撮像体を中心として回転するように構成されたガントリの回転する部品（part）／区画（section）／区分（segment）／部分（portion）であってよい。静止部材は、静止側で静止した態様で構成されたガントリの静止した部品／区画／区分／部分として定義されることができ、これら回転部材及び静止部材は、データ通信システム例えばスリップ・リングを介して連絡するように接続され得る。

ＣＴイメージング・システムの回転側でデータを記憶し、データの少なくとも部分を処理して回転側で処理済みデータセットを生成して、処理済みデータセットを静止側へ転送する又は送ることにより、静止側において関連データを高速で効率よく汎用的な態様で得ることが可能である。検出器データの少なくとも部分を回転側で処理すると、データ通信システム例えばスリップ・リングを介してを介して転送されるデータのデータ量を２分の１乃至２００００分の１に減少させることができ、多くの較正ステップ及び／又は撮像ステップが既存のスリップ・リング帯域幅の範囲内でデータを送ることを可能にし、このようにして撮像及び／又は較正の全体的な工程を高速化することができる。データ記憶ユニットは、専用の大容量メモリ、例えば不揮発性メモリ・エクスプレス（ＮＶＭｅ）を含み得る。回転側のデータ記憶ユニットは加えて又は代替的に、連続データ処理中に必要とされる一時的メモリ、例えばＡＳＩＣ、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）レジスタ又はメモリを含み得る。データ記憶ユニットは加えて又は代替的に、ＲＡＭ（ランダム・アクセス・メモリ）を含み得る。回転側での記憶されたデータの処理は、１又は複数の演算を含み得る。一例として、演算は、限定しないが例えばＸ線源又はＸ線管のスピッツ補正、データ積算、及びパイルアップ補正等であり得る。

Ｘ線管「スピッツ（spit）」とはＸ線管の内部で時として生ずる一時的な電気的短絡を指す。典型的には、管スピッツの発生時には、電弧発生を防ぐためにＸ線管への電力供給が一時的に遮断されて、Ｘ線出力が発生しなくなる。スピッツは補正されることができ、現在は静止側で適用されている。米国特許第７，１１４，８５０号（特許文献２）を参照されたい。回転側において補正が行なわれると、回転側でも検出器データ例えば較正データのフレーム積算が可能になる。前述のように、所与のＸ線入力について、ピクセルが小さくなり、複数の深さ区分及び多重エネルギ・ビンがあるので、各々のビンでのＸ線個数が桁違いに減少する（入力Ｘ線個数／（ピクセル寸法比×区分数×エネルギ・ビン数））。統計学的に意味のある較正ベクトルを生成するために、例えばパイルアップ（各々のＸ線入射が何らかの長さの電気信号を発生する。信号パルスの長さは有限であるため、次に入ってくるＸ線パルスと重なる場合がある。この重なりを「パイルアップ」と呼ぶ。パイルアップのせいで個数及びエネルギ分布の両方が歪むため補正する必要がある。）及び物質分解は、多くのフレームすなわち１００フレームから１００００フレームを積算する又は平均することを必要とする。データ量が大量であるため、静止側に最新の計算能力があっても、比較的単純なスピッツ・タスク及び積算タスクに、実用に耐えない時間が掛かる。回転側において小検出器当たりの電子回路すなわちＡＳＩＣ／ＦＰＧＡ／ＣＰＵ（図４の参照番号４０／４５、図９では参照番号１１４／１１８／１１６）を分散させ、これらの回路を並列に利用して、全く遅延なく又は無視可能な時間内で同じ目標を達成することができる。

フレームが積算されると、データ量がより小さくなり、データ通信システム例えばスリップ・リングを通じたデータ転送が高速化し、且つ静止側でパイルアップ及び物質分解の較正ベクトルを生成するための検出器データ例えば較正データのさらに高速な処理が可能になる。

加えて、データ取得の効率を高めるために、パイルアップ及び物質分解の較正ベクトル／アルゴリズムをレジスタ／メモリ例えばデータ記憶ユニットに読み込んで、収集されているデータに同時に適用することができる。これにより、並列型の検出器電子回路を用いることにより、静止側の較正用前処理の低速化を解消する。

一旦、データが回転側で補正されたら、様々な患者走査モード例えば超高分解能スキャン、高分解能スキャン、心臓特異的スキャン、及びアキシャル・スキャン等をサポートするように各ピクセル及び各区画を結合することができる。患者走査モードの一例は超高空間分解能を必要とし、また走査モードのもう一つの例はよりよい物質染影を必要とし、後者は統計を増加させるためにピクセルを結合することにより達成され得る。結合されたデータは直ちに静止側へ転送されて、患者診断のために再構成されることができる。

一例として、Ｘ線管スピッツ補正は次のように実装され得る。１フレーム分のＡＳＩＣエネルギ・ビン個数をＡＳＩＣレジスタ／メモリへ読み出している間に、このフレームについてのＸ線管スピッツ情報がデータ取得基板を通して全ての検出器素子へ通知される。一つのフレームの長さは典型的には、Ｘ線個数を積算するために２５マイクロ秒よりも長く、Ｘ線管からのスピッツ通知は１マイクロ秒未満で行なわれ得る。次のフレーム収集の時間中に、スピッツが現在のフレームにおいて生じていた場合には現在のフレームに対してスピッツ補正が適用されて、補正済みの現在のフレームはＡＳＩＣの次のレジスタ／メモリに移される。これにより、スピッツ補正が適用されている間に第一のレジスタ／メモリ空間を次のフレームに用いることがシームレスにできるようになる。

スピッツ補正済みビューは必要に応じて積算され得る。一例として、１０００フレームを積算したい場合には、各々のフレームからの個数を加算することができる。１０００番目のフレームの後に、加算済み個数をデータ通信ユニット例えば図９の１３０－１へ転送し、レジスタ／メモリを次の１０００フレームのためにリセットする。

最新のＦＰＧＡは大量の計算資源を有しているので、処理回路は、さらに複雑なアルゴリズムを実行するようにＦＰＧＡに実装されることができる。単純な例は、ビュー平均及び標準偏差計算を行なうことである。さらに複雑なアルゴリズムは、データ・ストリームにパイルアップ・アルゴリズムを適用するものとなる。

例えば、このシステム設計についての発明は、データの処理及び転送を同時に行なうことを可能にし、ＣＴイメージング・システムを用いて結果を回収する工程を高速化することができる。本発明はさらに、回転側において速やかにデータを処理して、単位時間当たり送られる情報の観点でデータ通信システムを通して転送するのにさらに高速で且つ／又はさらに効率よいフォーマットへ転換することを可能にすることにより、結果を回収する工程を高速化することができる。

さらに、本発明は、処理及び転送のためのデータの選択及びタイミング設定に関して、ＣＴイメージング・システムをさらに汎用化することを可能にする点で有利である。具体的には、前処理又は圧縮を一切行なわないで検出器データを回転側のデータ記憶ユニットに記憶することにより、かかる改善された汎用性を有するＣＴイメージング・システムが達成される。例えば、このシステムは、どのデータを処理して送るべきか、またいつ送るべきかの選択肢を提供するので、システムを一方では簡易患者走査のために用い、他方では被撮像者／被撮像体のさらに精密な検査のために用いることができる。簡易患者走査のためには、システムは、例えばビュー及び／又はピクセルに関して回転側でマージすることによりフル・スキャンの検出器データを処理して、処理済みデータを、例えば画像を形成する最終ステップが行なわれる静止側へ転送することができる。これにより、ＣＴイメージング・システムの利用者がより高速な方法で十分によい結果を回収することが可能になる。精密検査の場合には、ＣＴイメージング・システムは、Ｘ線検出器によって生成されたままの完全な生検出器データを静止側へ転送することができる。

一実施形態によれば、処理済みデータセットは縮小型データセットを含んでいる。「縮小型データセット（reduced data set）」との用語は、限定しないが本書では従来のデータセット例えば生成された検出器データに対するデータ量を削減する演算から得られるデータセットを意味する。前述のように、ピクセルが小さく、深さ区画があり複数のエネルギ・ビンがあるので、検出器較正は統計学的な誤差を小さくするために多数の同じビュー／フレームのデータを必要とする。同じビュー・データに対して行なわれる演算の例としては、各々のエネルギ・ビン当たりのデータを平均し且つ／又は各々のエネルギ・ビン当たりのフレーム・データを積算することを含んでおり、ここで検出器素子は、少なくとも一つのエネルギ・ビンを含み得る。入力は例えば１０００ビューであってよく、その出力は積算又は平均された一つのビューである。これらの演算は、各々のビュー・データが検出器から読み出されていた間にＡＳＩＣにおいて同時に達成され得る。或いは、個数を別個の他のメモリへ転送して積算することもできる。

以下では、処理回路の「出力モード」について多くの選択随意の特徴に関して記載する。これらの特徴の任意の組み合わせが発明者等によって思料されていることを理解されたい。

一実施形態によれば、処理回路は、各々がそれぞれの処理済みデータセットを生成するような複数の出力モードで動作するように構成されている。例えば、これら複数の出力モードは、較正のための出力モードと、患者撮像のための出力モードとを含み得る。複数の出力モードは、ＣＴイメージング・システムについて複数の異なる較正モード、及び患者撮像についての複数の出力モードを含み得る。

複数の出力モードはそれぞれの処理済みデータセットを生成することができ、各々がそれぞれの生成された処理済みデータセットのデータ量に関して他の出力モードとは異なっている。

一実施形態によれば、出力モードは要求に応じて選択されて、この選択された出力モードを用いて対応する処理済みデータセットを生成する。本実施形態は、ＣＴイメージング・システムの利用者が、ユーザ・インタフェイスを介して出力モードを要求することを可能にする。故に、利用者は、データを如何にハンドリングするかの観点でＣＴイメージング・システムを如何に運転するかを少なくとも部分的に決定することができる。ユーザ・インタフェイスは、例えば回転側又は静止側のコンピュータの表示器であってよい。

一実施形態によれば、処理回路は、予め決められた出力モードを選択して、この予め決められた出力モードを用いて対応する処理済みデータセットを生成するように構成されており、利用者が何らかの出力モードを要求する必要なく、ＣＴイメージング・システムが１又は複数の出力モードを実行することを可能にする。例えば、ＣＴイメージング・システムは、予め決められた１又は複数の既定モードを有し得る。

一実施形態によれば、処理回路は、一組の連続した出力モードを用いて、記憶されたデータを処理して、それぞれの処理済みデータセットを生成するように構成されており、データ通信システムは、これらそれぞれの処理済みデータセットを相次いで転送するように構成されている。本実施形態は、ＣＴイメージング・システムが、予め決めておくことができる複数のステップで動作し得る点で有利である。例えば、これによりＣＴイメージング・システムが、簡易診断のための初期画像を先ず形成し、続いて最終的な診断のためのさらに詳細な画像を形成するために、如何に検出器データを記憶し、処理して転送するかを最適化することが可能になる。さらに、本実施形態は、ＣＴイメージング・システムが、利用者からの入力を必要とせずにデータを処理して１又は複数の処理済みデータセットを転送することを可能にして、このようにして各ステップの間の中断時間を回避することにより全体的な工程の停止時間を短縮する。

一実施形態によれば、第一の処理済みデータセットの部分が、第一の処理済みデータセットの他の部分が生成されている間にデータ通信システムを介して転送され、検出器データの処理と、回転側の回転部材から静止側の静止部材への処理済みデータセットの転送とが少なくとも部分的に同時に行なわれる。本実施形態によって、さらに高速で且つさらに効率のよい態様でＣＴイメージング・システムを利用することが可能になり、被撮像者／被撮像体の走査の実行から、検出器データから再構成される画像を形成するまでに掛かる時間を本質的に短縮する。

一実施形態によれば、データ通信システムは、回転側の回転部材に設けられた第一のデータ通信ユニットと、静止側の静止部材に設けられた第二のデータ通信ユニットとを含んでいる。

一実施形態によれば、データ通信システムは、１又は複数のスリップ・リングを含んでいる。

一実施形態によれば、Ｘ線検出器は、検出器データをデータ記憶ユニットへ送るように構成されており、データ記憶ユニットは、生成された検出器データをその全体として記憶するように構成されている。本実施形態は、ＣＴイメージング・システムを用いた走査からの全ての情報が記憶されて、処理され又は転送され得る点で有利であり、検出器データをハンドリングするさらに汎用的な方法を可能にする。

一実施形態によれば、データ記憶ユニットは、不揮発性メモリ、ＮＶＭｅ、及び／又はランダム・アクセス・メモリＲＡＭであり、データ・ハンドリングを最適化するために、ＣＴイメージング・システムが回転側で検出器データ及び／又は処理済みデータを記憶することを可能にする。ＮＶＭｅは、信頼性を高めたデータの記憶を提供することができ、例えば電力損失による影響を最小限に抑える。

一実施形態によれば、データ記憶ユニットは、データ処理回路の部分である一組の一時レジスタである。

一実施形態によれば、Ｘ線検出器は光子計数検出器である。本発明は、光子計数検出器のような大量のデータを生成する検出器技術に特に有用である。

一実施形態によれば、Ｘ線検出器は、多重エネルギ・ビンを備えた検出器のようなエネルギ弁別型検出器である。

一実施形態によれば、検出器データの処理は、処理済みデータセットを生成するために検出器データを結合することを含んでいる。

一実施形態によれば、処理回路は、データ・ハンドリングをさらに最適化するために、生成された検出器データの少なくとも部分を、この部分がデータ記憶ユニットに記憶される前に処理するように構成されている。スピッツ補正若しくはパイルアップ補正、又は他の補正を記憶の前に適用することができる。記憶の後に、これらのデータをデータ通信ユニット例えばスリップ・リングを通してそのまま転送することができ、或いは区画、ピクセル、及びビューを患者データ処方に応じて結合することができる。統計学的なばらつきを滑らかにするためにフィルタ補正を適用することもできる。

一実施形態によれば、システムは、回転側の回転部材から処理済みデータセットを受け取るように構成された第二のデータ記憶ユニットと、受け取った処理済みデータセットを処理するように構成された第二の処理回路セットとを含んでおり、第二のデータ記憶ユニット及び第二の処理回路セットの両方ともが静止側の静止部材に配置されている。

さらに十分な理解のために、以下、提案される技術を図９から図１３に関してさらに詳細に説明する。これらの図面は本発明によるデータの処理及び転送の非限定的な例を示す。

図９は、本発明の典型的な実施形態によるＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す。図９では、ＣＴイメージング・システム１００は回転側１１０及び静止側１２０を含んでいる。回転側１１０は、回転部材を回転側１１０に配置して含むガントリを含んでいてよく、回転部材は、例えば図３に記載されているように被撮像者／被撮像体を中心として回転することが可能であり、ガントリの一方の側にＸ線源１１２が配置され、反対側にＸ線検出器１１４が配置されて、Ｘ線源１１２によって放出されたＸ線が被撮像者／被撮像体を通過してＸ線検出器１１４において受光され検出され得るようになっている。Ｘ線検出器１１４は光子計数検出器であってよく、また選択随意で、例えば図３から図７、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に記載されているような多重エネルギ・ビンを備えたエネルギ弁別型である検出器であってもよい。Ｘ線検出器は代替的には、エネルギ積算型検出器（ＥＩＤ）であってもよく、この検出器では、検出される信号は個々の光子又はそのエネルギに関する具体的な情報を有さず、全ての光子によって堆積された合計エネルギに比例する。ＣＴイメージング・システム１００はさらに、Ｘ線検出器１１４からの検出器データを回転側１１０に記憶することを可能にするデータ記憶ユニット１１６を含んでいる。データ記憶ユニット１１６は不揮発性メモリであってよい。ＣＴイメージング・システム１００はさらに、検出器データのようなデータを受け取って処理し得る処理回路１１８を含んでいる。「処理回路」との用語は、本書では、データを処理し転送するための数学的な演算のような作用を果たすことが可能な回路例えばプロセッサを意味する。処理回路はディジタル処理回路であってよい。処理回路１１８とデータ記憶ユニット１１６とは連絡するように接続されていてよく、データが両者の間で転送され得るようになっている。処理回路１１８は、静止側１２０へ転送され得る結果としての処理済みデータセットを得るために、検出器データ及び／又は既に処理済みのデータを処理し得ることを理解されたい。処理済みデータセットは、データ量が削減された縮小型データセットであってよい。

処理回路１１８によって行なわれる処理は、例えばデータのフォーマットを変更する又は量を削減する等の１又は複数の演算を含み得る。例えば、データ量を削減した縮小型データセットを生成するために、検出器データの少なくとも部分を平均し又は積算することができる。データ量の削減は、有損失（非可逆）圧縮及び／又は無損失（可逆）圧縮を通じて行なわれ得る。ＣＴイメージング・システム１００はさらに、データ通信システム１３０を含んでおり、このシステム１３０を通して無処理の検出器データ及び／又は処理済み検出器データを回転側１１０から例えば静止側１２０のコンピュータへ転送することができる。

例として述べると、データ通信システム１３０は、回転側の第一のデータ通信ユニット１３０－１、及び静止側の第二のデータ通信ユニット１３０－２を含み得る。例えば、データ通信システム１３０は、ＣＴイメージング・システムにおいてガントリの回転部材と共に典型的に用いられるスリップ・リングであってよい。「スリップ・リング」とは本書では、限定しないが電力及び電気信号の伝達、例えば回転構造と静止構造との間での電力の伝達及びデータ転送を可能にする電気機械装置を意味する。図９のＣＴイメージング・システム１００はまた、第二のデータ通信ユニット１３０－２に結合された表示器１３２を含んでいてよく、処理済みデータセットを受け取って表示するように構成されている。

図１０は、図９のＣＴイメージング・システム１００に類似したＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す。ＣＴイメージング・システム１００の構成及び動作の殆どは図９で記載されたものと実質的に同様であるので、無用の煩雑さを回避し簡潔にするために図９に示す実施形態と共通の特徴の詳細な説明は省く。

図１０では、ＣＴイメージング・システム１００は、静止側１２０に配置された第二のデータ記憶ユニット１２６及び第二の処理回路セット１２８を含んでいる。第二のデータ記憶ユニット１２６は、処理済みデータセットを回転側１１０からデータ通信システム１３０を介して受け取るように構成されている。第二の処理回路セット１２０は、物体／被撮像者の走査の最終的な画像を構成するために、データ記憶ユニット１２６において受け取られたデータを処理するように構成され得る。例として述べると、ＣＴイメージング・システム１００は、検出器データを丸ごと記憶することができる。ＣＴイメージング・システム１００は、処理済みデータセットを生成するために、データ記憶ユニット１１６に記憶された検出器データの部分を回転側１１０で処理回路１１８によって処理してもよい。ＣＴイメージング・システムはまた、処理済みデータセットを生成するために、記憶された検出器データの全てを回転側１１０で処理してもよい。処理されている検出器データは、記憶された検出器データのコピーであってもよいし、且つ／又は処理済みデータセットは検出器データセットから生成される新たなデータセットであってもよく、このようにして同じ検出器データを異なる方法で多数回にわたり処理することを可能にする。

ＣＴイメージング・システム１００は、処理済みデータセット及び／又は検出器データを静止側１２０へデータ通信システム１３０を介してを介して転送することができる。転送された処理済みデータセット及び／又は検出器データは、データ記憶ユニット１２６によって受け取られてここに記憶され得る。例として、例えば検出器データの画像再構成を完成させるために、あらゆる処理済みデータセット及び／又は検出器データを静止側１２０で処理することができる。故に、検出器データを回転側１１０で一旦処理して処理済みデータセットを生成し、次いで、処理済みデータセットに対して静止側１２０で処理を再度行なってもよい。さらに、検出器データの部分を用いて処理済みデータセットを生成して静止側１２０へ既に転送していた場合でも、検出器データは、回転側１１０から静止側１２０へ丸ごと転送されてもよい。このことは、患者走査からの検出器データに基づく処理済みデータセットが、より簡易な診断を可能にするためにより簡易な態様で求められ、より精密な検査が後に完全な検出器データに基づいて求められる場合のシナリオにおいて有用であり得る。

ＣＴイメージング・システム１００は、検出器データ及び／又は処理済みデータの任意の部分をデータ記憶ユニット１１６及び／又は第二のデータ記憶ユニット１２６に記憶することができる。

図１１は、図９及び図１０のＣＴイメージング・システム１００に類似したＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す。ＣＴイメージング・システム１００の構成及び動作の殆どは図９及び図１０で記載されたものと実質的に同様であるので、無用の煩雑さを回避し簡潔にするために図９及び図１０に示す実施形態と共通の特徴の詳細な説明は省く。

図１１では、Ｘ線検出器１１４は、個々の検出器素子１１４ａ／１１４ｂ／１１４ｃ／１１４ｄを含むエネルギ弁別型検出器である。ＣＴイメージング・システム１００は、特定の検出器素子１１４ａ／１１４ｂ／１１４ｃ／１１４ｄから来た検出器データを弁別し、データが何れの検出器素子に由来するかについての情報を失わずに検出器データを記憶することができる。記憶された検出器データは、１又は複数の演算を行なうことにより、処理回路１１８によって処理され得る。例えば、一つの演算は、異なる検出器素子１１４ａ／１１４ｂ／１１４ｃ／１１４ｄからの検出器データを平均することであってもよいし、或いは幾つかの素子例えば隣り合った素子からのデータをまとめて積算することであってもよい。ＣＴイメージング・システムは、回転側と静止側との間で、１又は複数の検出器素子１１４ａ／１１４ｂ／１１４ｃ／１１４ｄからの検出器データ及び／又は処理済みデータセットを個々に記憶するか、処理するか、且つ／又は転送するかの選択肢を与えることができる。図１１のＣＴイメージング・システム１００はまた、第二のデータ通信ユニット１３０－２に結合された表示器１３２を含んでいてもよく、処理済みデータセットを受け取って表示するように構成される。

図１２は、図９、図１０、及び図１１のＣＴイメージング・システム１００に類似したＣＴイメージング・システム１００を模式的に示す。ＣＴイメージング・システム１００の構成及び動作の殆どは図９、図１０、及び図１１で記載されたものと実質的に同様であるので、無用の煩雑さを回避し簡潔にするために図９、図１０、及び図１１に示す実施形態と共通の特徴の詳細な説明は省く。

図１２では、処理回路１１８は、各々がそれぞれの処理済みデータセットを生成するような複数の出力モードで動作するように構成されている。１又は複数の出力モードは、ＣＴイメージング・システム１００の較正に関係することができ、また１又は複数のモードは患者撮像に関係していてもよい。ＣＴイメージング・システム１００を較正することは、後の走査の再構成に用いられる補正係数を生成することを含み得る。較正の目的は、走査前、走査中、又は走査後の何れかに、後のために補償され得るシステム特有の挙動を特徴表現することであってよい。較正は、ファントムを走査することにより行なわれることができ、ファントムは、例えば走査される被撮像体／被撮像者のさらに正確な定量的表現がＣＴイメージング・システム１００によって与えられ得るように基準を設けるために、組成の観点で人体を模擬する物体であってよい。代替的には、較正は、例えば検出器における異なる位置での検出器応答を正規化するために空気を走査することにより行なわれてもよい。もう一つの代替例は、例えば検出器電子回路に起因する現象を特徴表現して補償するために、Ｘ線源をオフにしてデータを取得することにより較正するものである。

ＣＴイメージング・システム１００の較正は、多数の組の検出器データを得るように多数の検出器測定を採取して、較正係数を算出するようにこれらのデータをまとめて処理することを含み得る。例えば、測定においてノイズの影響を減少させると共に補正係数におけるよりよい統計を生成するために、同じ角度で採取される対応する検出器データによって多数の連続した走査／ビューをまとめて平均することができる。一つの代替例は、静止側１２０へ検出器データを転送してそこで処理を行なうものであるが、データ通信システム１３０の帯域幅が検出器データ量に対してボトルネックとなるときに極めて低速化し得る。もう一つの代替例は、検出器データから回転側１１０において１又は複数の処理済みデータセットを生成し、検出器データよりもデータ量の小さい処理済みデータセットを転送するものであり、これにより、データ通信システム１３０を介したさらに高速な転送が可能になり得る。

ＣＴイメージング・システム１００は、再構成画像を形成する工程を、さらに高速であるが詳細ではないものにすることが可能である一次的患者走査モードのような多くの異なる患者撮像モードを動作させる選択肢を与えることができる。ＣＴイメージング・システム１００が例えば画像をさらに高速に形成し得る理由は、ＣＴイメージング・システム１００が、データ記憶ユニット１１６に記憶されている何れの検出器データが処理回路１１８によって処理されるべきか、また如何に検出器データが処理されるかの指定を可能にするからである。さらに、ＣＴイメージング・システム１００は、指定された処理済みデータセットがデータ通信システム１３０を介して静止側１２０へ転送されること可能にし、例えば検出器データの最も重要な或いは最も望まれる部分を処理し且つ／又は静止側１２０へ転送した後に、検出器データの大部分を処理し且つ／又は転送することを可能にする。もう一つの例示的な出力モードは、例えば再構成画像において更なる詳細を与えるが形成にさらに長い時間が掛かる二次的な患者走査モードである。物体を走査しているときにもこれら相異なる出力モードを用いることができる。

ある意味で、出力モードは、さらなる利用及び／又は転送のためにそれぞれの処理済みデータセットが生成されて出力されるようなデータ処理モードとも見做され得る。

それぞれの出力モードによって生成されるそれぞれの処理済みデータセットは、データ量に関して異なっていてよい。例えば、第一の出力モードは検出器データの第一の部分から第一の処理済みデータセットを生成することができ、第二の出力モードは検出器データの第二の部分から第二の処理済みデータセットを生成することができ、第一の処理済みデータセットは第二の処理済みデータセットに比較してデータ量を小さくすることができる。検出器データは、データ記憶ユニット１１６の記憶部から受け取られてもよいし、Ｘ線検出器１１４若しくは個々の検出器素子１１４ａ／１１４ｂ／１１４ｃ／１１４ｄから直接受け取られてもよい。処理回路１１８は、どの出力モードが実行されているかに応じてデータに異なる演算を行なうことができる。検出器データの第一の部分は、検出器データの第二の部分と同じであってもよいし、その一部であってもよい。何れの出力モードが実行されているかに応じて、回転側１１０及び静止側１２０で処理されている検出器データの量を変化させることができ、検出器データ及び／又は処理済みデータセットがどの時間点で静止側１２０についても変化させることができる。

ＣＴイメージング・システム１００は、例えば患者撮像のための第一の出力モードにおいては、被撮像者／被撮像体の走査からの検出器データに基づいて相対的に詳細でない画像を先ず形成した後に、走査のさらに詳細な画像を形成するするように構成され得る。この構成は、初期には検出器データの第一の部分から第一の処理済みデータセットを形成し、続いてデータ通信システム１３０を介して静止側１２０へ第一の処理済みデータセットを転送することにより行なわれ得る。続いて、ＣＴイメージング・システム１００は第一の出力モードにおいて、残りの検出器データを処理回路１１８によって処理せずに静止側１２０へデータ通信システム１３０を介して転送するように構成され得る。このように、ＣＴイメージング・システムの第一の出力モードは、初期的なより簡易な走査を実行してシステムの利用者に示すことを可能にし、残りの検出器データは後に処理され且つ／又は転送され得る。

ＣＴイメージング・システム１００は、例えば第二の出力モードにおいては、検出器データの第二の部分を先ず処理して第二の処理済みデータセットを生成し、この第二の処理済みデータセットをデータ通信システム１３０を介して静止側１２０へ転送して、第二の処理済みデータセットに基づいて画像を形成するように構成され得る。続いて、ＣＴイメージング・システム１００は、検出器データの第三の部分を処理して第三の処理済みデータセットを生成し、次いで、第二の処理済みデータセットに存在しない情報を有する二次的な画像を形成するために例えばさらに詳細な画像を完成するために、この第三の処理済みデータセットをデータ通信システム１３０を介して静止側１２０へ転送するように構成され得る。図１２のＣＴイメージング・システム１００は、第二のデータ通信ユニット１３０－２に結合された表示器１３２を含んでいてもよく、処理済みデータセットを受け取って表示するように構成される。

図１３は、一実施形態によるＣＴイメージング・システムを動作させる方法の一例を示す模式図である。

第二の観点によれば、ＣＴイメージング・システムを動作させる方法が提供される。ＣＴイメージング・システムは、Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源、Ｘ線検出器、データ記憶ユニット、及び処理回路を含む回転側と、データ通信システムを介して回転側に連絡するように結合された静止側とを含んでいる。

この方法は基本的に、Ｘ線検出器を介して検出器データを生成するステップ３１０と、検出器データをデータ記憶ユニットに記憶するステップ３２０とを含んでいる。方法はさらに、処理済みデータセットを生成するように、記憶された検出器データを処理回路において処理するステップ３３０を含んでいる。方法はさらに、処理済みデータセットを回転側から静止側へデータ通信システムを介して転送するステップ３４０を含んでいる。「データを記憶する」ステップは、専用メモリ、及び／又は処理回路の中継レジスタ／メモリによって行なわれ得る。例えば、検出器データを生成するステップ３１０が中継レジスタを通して同時に処理されているときに、ステップ３２０及び３３０が反転してもよいし、ステップ３２０を省いてもよい。

一実施形態によれば、処理回路での処理は、各々がそれぞれの処理済みデータセットを生成するような複数の出力モードのうち一つの出力モードを選択するステップを含んでいる。この実施形態は、利用者の必要又は要望に応じてデータを記憶し且つ処理し得るのでＣＴイメージング・システムがさらに汎用的になる点で有利である。

一実施形態によれば、処理回路での処理は、複数の出力モードの各々がそれぞれの処理済みデータセットを生成し、処理済みデータセットの各々が当該処理済みデータセットのデータ量に関して互いに異なるような複数の出力モードのうち一つの出力モードを選択するステップを含んでいる。この実施形態は、異なる時間フレームに合わせて、また結果として得られる画像に対する要求に合わせてデータ・ハンドリングがカスタマイズされる点で有利である。

一実施形態によれば、要求に応じた複数の出力モードのうち一つの出力モードを選択して、この選択された出力モードを用いて対応する処理済みデータセットを生成することができる。

一実施形態によれば、転送は、第一の処理済みデータセットの部分を、第一の処理済みデータセットの他の部分が生成されている間にデータ通信システムを介して転送することを含んでおり、検出器データの処理と、処理済みデータセットの回転側から静止側への転送とが少なくとも部分的に同時に行なわれるようにする。

一実施形態によれば、検出器データはデータ記憶ユニットへ送られ、データ記憶ユニットは生成された検出器データをその全体として記憶するように構成される。

一実施形態によれば、処理回路は、生成された検出器データの少なくとも部分を、当該部分がデータ記憶ユニットに記憶される前に処理するように構成される。

一実施形態によれば、回転側からの処理済みデータは、静止側で第二のデータ記憶ユニットにおいて受け取られることができ、第二のデータ記憶ユニットにおいて受け取られる処理済みデータは、静止側で第二の処理回路セットにおいて受け取られることができる。

図１４は、一実施形態によるＣＴイメージング・システム１００の非限定的な例を模式的に示す。図１４では、ＣＴイメージング・システム１００は、当該ＣＴイメージング・システム１００の回転側で例えばガントリの回転部材に配置されたＸ線検出器１１４、データ記憶ユニット１１６、及び処理回路１１８を含んでいる。ここでは、Ｘ線検出器１１４からの生成された検出器データの少なくとも部分は、データ記憶ユニット１１６に記憶される前、且つ／又は処理回路１１８によって処理される前に、前処理回路１１５によって前処理される。処理回路１１８は論理ボックス１１８－１及び／又は処理ボックス１１８－２を含むことができ、処理ボックス１１８－２は論理ボックス１１８－１に比較して計算量の多い計算を行なうように構成され得る。処理回路１１８は、データ記憶ユニット１１６において検出器データの少なくとも部分を処理することができ、データ収集器１１９が、全てのチャネルから又はその部分集合から処理済み又は未処理のデータを収集してデータ通信システム１３０へ送ることができ、次いでデータ通信システム１３０は、データをガントリの回転部材から、ＣＴイメージング・システム１００の静止側に配置されたガントリの静止部材へ転送することができる。例として述べると、Ｘ線検出器１１４からの生成された検出器データの選択された部分集合は、データ記憶ユニット１１６への記憶の前、且つ／又は処理回路１１８による主な処理の前に前処理回路１１５によって前処理され得る。具体例として、検出器データの同じ部分集合、又は検出器データの少なくとも部分的に異なる若しくは完全に異なる部分集合が、処理回路１１８によって処理され得る。

図１５は、一実施形態によるＣＴイメージング・システム１００のもう一つの非限定的な例を模式的に示す。図１５では、ＣＴイメージング・システム１００は、当該ＣＴイメージング・システム１００の回転側で例えばガントリの回転部材に配置されたＸ線検出器１１４、データ記憶ユニット１１６、及び処理回路１１８を含んでいる。ここでは、Ｘ線検出器１１４からの生成された検出器データは、前処理されずに、データ記憶ユニット１１６に記憶され且つ／又は処理回路１１８によって記憶される。処理回路１１８は論理ボックス１１８－１及び／又は処理ボックス１１８－２を含むことができ、処理ボックス１１８－２は論理ボックス１１８－１に比較して計算量の多い計算を行なうように構成され得る。処理回路１１８は、データ記憶ユニット１１６において検出器データの少なくとも部分を処理することができ、データ収集器１１９が、全てのチャネル又はその部分集合から処理済み又は未処理のデータを収集してデータ通信システム１３０へ送ることができ、次いでデータ通信システム１３０は、データをガントリの回転部材から、ＣＴイメージング・システム１００の静止側に配置されたガントリの静止部材へ転送することができる。この実施形態は、前述したように幾つかの技術的利点を有する。第二の観点の効果及び特徴は、第一の観点に関連して上に記載されたものと大方類似している。第一の観点に関連して言及された実施形態は、第二の観点と大方互換である。さらに、発明の概念は、特に記載のない限り、各特徴の全ての可能な組み合わせに関連することを特記する。

１ Ｘ線イメージング・システム
２１ 検出器素子（半導体センサ）
２２ 検出器素子又はピクセル
２３ 信号経路
２４ 並列処理回路
２６ 信号の流れ
６２、１３２ 表示器
１００ ＣＴイメージング・システム
１１４ａ、１１４ｂ、１１４ｃ、１１４ｄ 検出器素子
１１８ 処理回路

Claims (21)

1. 回転側の回転部材及び静止側の静止部材を含むガントリであって、
   前記回転側の前記回転部材は、
   Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源と、
   検出器データを生成するように構成されたＸ線検出器と、
   前記検出器データを記憶するように構成されたデータ記憶ユニットと、
   前記記憶された検出器データの少なくとも部分を処理して処理済みデータセットを生成するように構成された処理回路と
   を含んでおり、
   前記静止側の前記静止部材は、前記回転側の前記回転部材に連絡するように結合されている、ガントリと、
   前記処理済みデータセットを前記回転側の前記回転部材から前記静止側の前記静止部材へ転送するように構成されたデータ通信システムと
   を備えた計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム。
2. 前記処理済みデータセットは縮小型データセットを含んでいる、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
3. 前記処理回路は、各々がそれぞれの処理済みデータセットを生成するような複数の出力モードで動作するように構成されている、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
4. 前記複数の出力モードは、較正のための出力モードと、患者撮像のための出力モードとを含んでいる、請求項３に記載のＣＴイメージング・システム。
5. 前記複数の出力モードは、各々が当該処理済みデータセットのデータ量に関して他と異なっているようなそれぞれの処理済みデータセットを生成する、請求項３に記載のＣＴイメージング・システム。
6. 要求に応じて出力モードが選択されて、該選択された出力モードを用いて対応する処理済みデータセットを生成する、請求項３に記載のＣＴイメージング・システム。
7. 前記処理回路は、予め決められた出力モードを選択して、該予め決められた出力モードを用いて対応する処理済みデータセットを生成するように構成されている、請求項３に記載のＣＴイメージング・システム。
8. 前記処理回路は、一組の連続した出力モードを用いて前記記憶されたデータを処理して、それぞれの処理済みデータセットを生成するように構成されており、前記データ通信システムは、前記それぞれの処理済みデータセットを相次いで転送するように構成されている、請求項３に記載のＣＴイメージング・システム。
9. 第一の処理済みデータセットの部分が、当該第一の処理済みデータセットの他の部分が生成されている間に前記データ通信システムを介して転送されて、前記検出器データの前記処理と、前記回転側の前記回転部材から前記静止側の前記静止部材への処理済みデータセットの前記転送とが少なくとも部分的に同時に行なわれるようにした、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
10. 前記データ通信システムは、前記回転側の前記回転部材に設けられた第一のデータ通信ユニットと、前記静止側の前記静止部材に設けられた第二のデータ通信ユニットとを含んでいる、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
11. 前記データ通信システムは１又は複数のスリップ・リングを含んでいる、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
12. 前記Ｘ線検出器は、前記検出器データを前記データ記憶ユニットへ送るように構成されており、前記データ記憶ユニットは、前記生成された検出器データをその全体として記憶するように構成されている、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
13. 前記データ記憶ユニットは、不揮発性メモリ（ＮＶＭｅ）及び／又はランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）である、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
14. 前記データ記憶ユニットは、前記データ処理回路の部分である一組の一時レジスタである、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
15. 前記Ｘ線検出器は光子計数検出器である、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
16. 前記Ｘ線検出器は、多重エネルギ・ビンを有する検出器のようなエネルギ弁別型検出器である、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
17. 処理済みデータセットを生成するための前記検出器データの前記処理は、検出器データを結合することを含んでいる、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
18. 前記処理回路は、前記生成された検出器データの少なくとも部分を、前記データ記憶ユニットに記憶する前に処理するように構成されている、請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
19. 前記静止側の前記静止部材において、
    前記回転側の前記回転部材から前記処理済みデータセットを受け取るように構成された第二のデータ記憶ユニットと、
    前記受け取った処理済みデータセットを処理するように構成された第二の処理回路セットと
    を含んでいる請求項１に記載のＣＴイメージング・システム。
20. ＣＴイメージング・システムを動作させる方法であって、前記ＣＴイメージング・システムは、
    Ｘ線を放出するように構成されたＸ線源、
    Ｘ線検出器、
    データ記憶ユニット、及び
    処理回路
    を含む回転側と、
    データ通信システムを介して前記回転側に連絡するように結合された静止側と
    を含んでおり、
    前記Ｘ線検出器を介して検出器データを生成するステップと、
    該検出器データを前記データ記憶ユニットに記憶するステップと、
    処理済みデータセットを生成するように、前記記憶された検出器データを前記処理回路において処理するステップと、
    前記処理済みデータセットを前記回転側から前記静止側へ前記データ通信システムを介して転送するステップと
    を備えた方法。
21. 前記処理済みデータセットは縮小型データセットを含んでいる、請求項２０に記載の方法。